核医学诊断装置的制作方法

专利名称：核医学诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及在被检测体中投入放射性药剂，同时计测从蓄积在该被检
测体的关注部分的正电子放射性同位元素(放射性同位素，RI)放出的一 对Y射线，得到关注部分的断层像用的核医学诊断装置(ECT装置)，尤 其涉及对Y射线进行同时计数的技术。
背景技术：
上述的核医学诊断装置即ECT (Emission Computed Tomography)装 置，以PET (Positron Emission Tomography)装置为例进行说明。PET装 置构成为，从被检测体的关注部位沿互相大致180。方向放出的2条y射线 由对置的Y射线检测器检测出，在上述Y射线被同时检测出(同时计数) 时，重新构成被检测体的断层图像。此外，作为PET装置中用于对Y射线 进行同时计数的Y射线检测器，由入射从被检测体放出的Y射线就发光的 闪烁器(scintillator)和将该闪烁器的发光变换为电信号的光电倍增管构成。
在此，原理上来说从远离视野中心的位置放出的Y射线多会倾斜地入 射到Y射线检测器的闪烁器，不仅进行正确位置的检测，而且在错误位置 时也被fe测出。也就是，视差误差从视野中心向周边部分逐渐变大，由PET 装置得到的断层图像变得不正确。于是，在Y射线入射方向中将闪烁器分 割为(以光学方式结合)发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器，例如将闪烁
器分割为在Y射线入射侧Y射线的衰减时间较短的闪烁器阵列、和在光电 倍增管侧Y射线的衰减时间较长的闪烁器阵列，即使在Y射线倾斜地入射
到Y射线检测器的闪烁器的情况下，也能高精度地检测出所放射的Y射线 的位置，谋求改善以得到更正确的断层图像(例如参照专利文献l、 2)。
专利文献l:特开平6 — 3372S9号公报(第2 3页、图l)
专利文献2:特开2000 — 56023号公报(第2 3页、图1)
但是，在现有的核医学诊断装置中有如下的问题。即在发光脉冲的衰 减时间不同的闪烁器中，多数情况下发光脉冲的上升时间也不相同。因此， 在由采用发光脉冲的上升时间不同的闪烁器阵列的γ射线检测器进行同时 计数的情况下，对置的γ射线检测器间的检测中就产生时间差。即由于产 生了该时间差，因此实际上同时放射的γ射线在基于Y射线检测器检测的 同时计数处理中不能辨识为同时放射了 Y射线，而使检测灵敏度降低，这 样的问题存在。此外，为了改善检测灵敏度的降低，增大同时计数处理中
的有效的同时计数总计(count)的时间范围(定时窗)，即使在对置的γ
射线检测器间的检测中存在时间差的情况下也能判别为同时之际，偶发同 时计数或散乱同时计数等的影响增大而导致重新构成画像的劣化，这样的 问题存在。

发明内容
本发明正是鉴于上述问题提出的，其目的在于提供一种即使在Y射线 检测器中采用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器，也能为高灵敏度且不会 产生重新构成图形的劣化而得到正确的断层图像的核医学诊断装置。
本发明用于实现上述目的，具有下述结构。
即本发明的核医学诊断装置的特征在于，具备闪烁器模块，二维密 接配置有多个闪烁器，在γ射线入射深度方向发光脉冲的衰减时间不同的
多个闪烁器阵列，以光学方式结合；受光元件，将由闪烁器模块发光的发 光脉冲变换为电信号；入射定时算出机构，针对从受光元件输出的电信号， 算出入射到上述闪烁器阵列的定时；闪烁器阵列识别机构，根据从受光元 件输出的电信号识别是否入射到多个闪烁器阵列中的任一个；和入射定时 校正机构，按照由闪烁器阵列识别机构所识别的闪烁器阵列，判断是否对 由上述入射定时算出机构所算出的入射定时进行校正，基于判断的结果， 进行入射定时的校正。
技术方案l的发明的作用如下。首先，从被检测体放出的γ射线入射 到闪烁器模块，其中二维密接配置有多个闪烁器且在γ射线入射深度方向 发光脉冲的衰减时间不同的多个闪烁器阵列以光学方式结合。进而，入射 到闪烁器模块的Y射线，由发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器阵列的各闪烁器进行发光。进而，由各闪烁器发光的发光脉冲，通过受光元件被变换 为电信号。接下来，入射定时算出机构，针对从受光元件输出的电信号， 算出入射到闪烁器阵列的定时。此外，闪烁器阵列识别机构，根据从受光 元件输出的电信号识别是否入射到多个闪烁器阵列中的任一个。进而，入射定时校正机构，按照由闪烁器阵列识别机构所识别的闪烁器阵列，判断 是否对由入射定时算出机构所算出的入射定时进行校正，基于判断的结 果，进行入射定时的校正。因此，通过入射定时校正机构，按照由闪烁器 阵列识别机构所识别的闪烁器阵列，判断是否对由入射定时算出机构所算 出的入射定时进行校正，基于判断的结果，进行入射定时的校正，从而， 在釆用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器阵列来进行同时计数的情况下， 该发光脉冲的衰减时间不同所产生的闪烁器阵列间的检测的时间差也能 够通过校正来消除。因此，能够提高检测灵敏度且不产生重新构成图像的 劣化，得到正确的断层图像。
此外，技术方案2的发明的核医学诊断装置的特征在于，具备A/D变换器，将受光元件输出的电信号即模拟信号变换为数字信号，闪烁器阵列 识别机构，具备加法运算机构，对由A/D变换器所变换的数字信号依次 进行相加运算；识别值算出机构，根据在加法运算机构中将由闪烁器模块发光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时的中途的中途时刻为止的数 字信号进行相加运算后的中途加法运算值、以及对由闪烁器模块发光的发 光脉冲的发光开始时到发光结束时为止的数字信号进行加法运算后的全 加法运算值，算出表示中途加法运算值除以全加法运算值后的值的识别值；和判断机构，判断由上述识别值算出机构所算出的识别值相对识别值 算出机构所算出的各闪烁器阵列的识别值间的中间值为较大值还是较小值。
通过本发明的技术方案2的核医学诊断装置，A7D变换器将从受光元 件输出的电信号即模拟信号变换为数字信号。接下来，闪烁器阵列识别机 构的加法运算机构，对由A/D变换器所变换的数字信号依次进行加法运 算。此外，识别值算出机构，根据加法运算机构的加法运算所求得的由闪 烁器模块发光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时的中途的中途时刻 为止的数字信号进行相加运算后的中途加法运算值、以及由闪烁器模块发光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时为止的数字信号进行加法运算 后的全加法运算值，算出表示中途加法运算值除以全加法运算值后的值的 识别值。进而，中间值算出机构，求得由识别值算出机构所算出的各闪烁 器阵列的识别值间的中间值，由判断机构判断由识别值算出机构所算出的 识别值相对由中间值算出机构所算出的中间值为较大值还是较小值。因 此，基于由闪烁器阵列识别机构的加法运算机构依次进行加法运算，能够 判断由识别值算出机构所算出的识别值为大值还是小值。也即，闪烁器阵 列识别机构能够识别由闪烁器发光的发光脉冲是否为哪一个的闪烁器阵 列。此外，能够将由现有积分器进行的积分动作置换为由加法运算机构依 次进行加法运算的加法运算动作，因此能够实现部件个数削减及成本降 低。
此外，技术方案3的发明的核医学诊断装置的特征在于，具备同时 计数机构，采用由上射定时校正机构校正后的入射定时以及判断为不由上 述入射定时校正机构进行入射定时校正的入射定时，进行同时计数；和定 时窗存储机构，将判定上述同时计数机构所进行的同时计数为同时的表示 规定范围的定时窗，作为与上述多个闪烁器阵列各个的组合对应的定时窗 存储起来。
通过本发明的技术方案3的核医学诊断装置，同时计数机构采用由入 射定时校正机构校正后的入射定时以及判断为不由入射定时校正机构进 行入射定时校正的入射定时，进行同时计数。此外，同时计数采用表示判 定同时计数为同时的规定范围的定时窗来进行。在此，采用与存储在定时 窗存储机构中的多个闪烁器阵列的各种组合对应的定时窗进行同时计数。 因此，通过采用因多个闪烁器阵列各个的组合而不同的定时窗，能够进行 精度高的同时计数，减少偶发同时计数和散乱同时计数等的影响，能够得 到噪声少的高像质图像。
此外，技术方案4的发明的核医学诊断装置的特征在于，具备同时计数机构，采用由入射定时校正机构校正后的入射定时以及判断为不由入射定时校正机构进行入射定时校正的入射定时，进行同时计数；和定时窗 存储机构，将判定上述同时计数机构所进行的同时计数为同时的表示规定 范围的定时窗，作为与多个闪烁器各自的组合对应的定时窗存储起来。
通过本发明的技术方案4的核医学诊断装置，同时计数机构采用由入 射定时校正机构校正后的入射定时以及判断为不由入射定时校正机构进 行入射定时校正的入射定时，进行同时计数。此外，同时计数采用判定同 时计数为同时的表示规定范围的定时窗来进行。在此，采用定时窗存储机 构中存储的与多个闪烁器的各种组合对应的定时窗进行同时计数。因此， 通过采用因多个闪烁器各自的组合而不同的定时窗，能够进行精度高的同 时计数，减少偶发同时计数和散乱同时计数等的影响，能够得到噪声少的 高像质图像。
此外，技术方案5的发明的核医学诊断装置的特征在于，具备将闪烁器模块和受光元件光学地结合的光导。
通过本发明的技术方案5的核医学诊断装置，具备将闪烁器模块和受 光元件光学地结合的光导。因此，通过光导能够使来自闪烁器模块的光被 适当地导入到受光元件。
此外，技术方案6的发明的核医学诊断装置的特征在于，多个闪烁器 阵列，由Ce浓度0.5mol的Gd2Si05 (GSO)、 Ce浓度1.5mol的Gd2Si05 (GSO)、 Lu2Si05 (LSO)、 LuxGd2—xSi05 (LGSO)、 LuxY2—xSiOs (LYSO)、 Bi4Ge3012 (BGO)、 Nal、 BaF2、 CsF的任一个闪烁器构成。
通过本发明的技术方案6的核医学诊断装置，多个闪烁器阵列，由Ce 浓度0.5mol的Gd2Si05(GSO)、Ce浓度1.5mol的Gd2Si05(GSO)、Lu2Si05 (LSO)、 LuxGd2—xSi05 (LGSO)、 LuxYhSi05 (LYSO)、 Bi4Ge3012 (BGO)、 Nal、 BaF2、 CsF构成。因此，能够选择各种用于构成多个闪烁器阵列的闪 烁器，不仅能够使用高价的闪烁器而且也能使用廉价的闪烁器，能够进行 成本的削减。
此外，技术方案7的发明的核医学诊断装置的特征在于，受光元件为 光电倍增管。
通过本发明的技术方案7的核医学诊断装置，受光元件为光电倍增管， 因此能够使来自闪烁器模块的光被适当地变换为电信号。
此外，技术方案8的发明的核医学诊断装置的特征在于，受光元件为 光电二极管。
通过本发明的技术方案8的核医学诊断装置，受光元件为光电二极管，
因此能够将来自闪烁器模块的光适当地变换为电信号。
此外，技术方案9的发明的核医学诊断装置的特征在于，受光元件为
雪崩光电二极管。
通过本发明的技术方案9的核医学诊断装置，受光元件为雪崩光电二 极管，因此能够将来自闪烁器模块的光适当地变换为电信号。
发明效果
通过本发明相关的核医学诊断装置，由入射定时校正机构，按照由闪 烁器阵列识别机构所识别的闪烁器阵列，判断是否对由入射定时算出机构 所算出的入射定时进行校正，基于判断的结果，进行入射定时的校正，因 此在采用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器阵列来进行同时计数的情况 下，由该发光脉冲的衰减时间的不同而产生的闪烁器阵列间的检测的时间 差也能够通过校正来消除。因此，能够提高检测灵敏度，不会产生重新构 成图像的劣化，从而得到正确的断层图像。


图1为表示PET装置的整体结构的框图。
图2为表示FPGA的结构的框图。
图3为表示Y射线检测器的结构的立体图。
图4为表示从放大电路输出的各闪烁器阵列的发光脉冲的曲线图。
图5 (a)、 (b)为表示入射到各闪烁器阵列的Y射线的定时的图。
图6为表示从发光脉冲的发光开始时到发光结束时的加法运算值的曲 线图。
图7为用于说明定时窗的曲线图。
图8为表示由闪烁器阵列的衰减时间不同所引起的检测时间的差未进 行校正时的定时谱线的曲线图。
图9为表示由闪烁器阵列的衰减时间不同所引起的检测时间的差校正 后的定时谱线的曲线图。
图IO为表示从放大电路输出后的信号处理的流程图。
图中3a、 3b—A/D变换器；4a、 4b—入射定时算出部(入射定时算 出机构)；6—同时计数处理部(同时计数机构)；15 —闪烁器模块；16 —光导；17 —光电倍增管(受光元件)；18a、 18b—闪烁器阵列；19a、 19b 一闪烁器；24—闪烁器阵列识别部(闪烁器阵列识别机构)；25 —加法运 算部(加法运算机构)；26 —识别值算出部(识别值算出机构)；28 —判断 部(判断机构)；29 —入射定时校正部(入射定时校正机构)；32—定时窗 存储部(定时窗存储机构)；Tw—定时窗。
具体实施例方式
本发明实现以下目的，即使在y射线检测器中采用发光脉冲的衰减时 间不同的闪烁器的情况下，也为高灵敏度且不会产生重新构成图像的劣 化，从而得到正确的断层图像。
实施例
基于附图对PET (Positron Emission Tomography)装置详细地进行说 明。图1为表示PET装置的整体结构的框图。图2为表示FPGA7的结构 的框图。另外，在本实施例中，作为核医学诊断装置，以PET装置为例进 行说明。
采用图1对PET装置的整体的结构进行说明。如图1所示，PET装置 具备Y射线检测器1 ，该Y射线检测器1入射放射性药剂投入到被检测体 M而从该被检测体M的关注部位所蓄积的正电子放射性同位元素(放射 性同位素，RI)放出的Y射线，产生光且将该光变换为电信号后输出。该 Y射线检测器1，绕被检测体M的体轴旋转，例如以直径700mm左右的 大小的环状无间隙地配置(在图1中只图示了 2个y射线检测器)。因此， 从被检测体的关注部位沿互相大致为180。的方向放出的2条Y射线，由对 置的Y射线检测器1检测出，变换为电信号后输出。
此外，具备放大电路2a、 2b，放大从Y射线检测器1输出的电信号； A/D变换器3a、 3b，将由该放大电路2a、 2b放大的模拟信号变换为数字 信号；入射定时算出部4a、 4b，输入由放大电路2a、 2b放大的电信号，
算出由Y射线检测器1检测出的Y射线入射的入射定时；位置运算处理部 5，基于由该A/D变换器3a、 3b变换的数字信号，对入射有从被检测体M 放出的Y射线的Y射线检测器1的位置进行运算；和同时计数处理部6， 基于来自位置运算处理部5和入射定时算出部4a、 4b的信息，执行对在上述两个Y射线检测器1中同时入射Y射线的情况进行检测(同时计数)
的处理。另外，此外如图2所示，位置运算处理部5和同时计数处理部6 同样被安装在称作FPGA (Field Programmable Gate Array)的可编程LSI (大规模集成电路)中。另夕卜，FPGA7具备CPU8、 ROM9、 RAM10等的 功能，位置运算处理部5和同时计数处理部6具有FPGA7的CPU8的一 种功能。如图1所示，进而具备在判别为由同时计数处理部6将Y射线 同时检测出的情况下，用于重新构成被检测体的断层图像的重新构成部 11。
除此之外，本实施例装置还具备控制器12、监视器13和输入部14。 以下，具体地说明本实施例装置的各部分的结构。
采用图3对Y射线检测器1的结构进行说明。图3为表示Y射线检测 器l的结构的立体图。如图3所示，Y射线检测器1将闪烁器19在Y射线 入射深度方向也分割配置，也即为闪烁器三维配置的DOI (Depth Of Interaction)检测器。例如该DOI检测器由闪烁器模块15 、光导(light guide ) 16和光电倍增管(PMT) 17构成。
闪烁器模块15将在Y射线入射深度方向(Z方向)上发光脉冲的衰减 时间不同的2个闪烁器阵列18a和闪烁器阵列18b进行光学结合，闪烁器 阵列18a 二维密接配置有多个闪烁器19a，闪烁器阵列18b 二维密接配置 有多个闪烁器19b。具体地来说，闪烁器模块15，将采用在Y射线入射侧 (前级)发光脉冲的衰减时间短的闪烁器19a(例如LuxY2—xSi05(LYSO)) 的闪烁器阵列18a和采用在光导16侧(后级)发光脉冲衰减时间长的闪 烁器19b (例如采用Ce浓度0.5mol的Gd2Si05 (GSO))的闪烁器阵列 18b这两级(2个)重叠起来。上述闪烁器19a、 19b中入射从被检测体M 放出的Y射线后而发光。此时，在闪烁器19a、 19b中，由于发光脉冲的 衰减时间不同，因此上升时间也不同，衰减时间越长上升时间就越延迟。 也即闪烁器19a、 19b之间的检测时间就产生偏差。此外，2个闪烁器阵列 18a、 18b各自由8X8个(X方向、Y方向)的芯片状的闪烁器19a、 1% 构成，此外在闪烁器阵列18a、 18b内邻接的闪烁器19a间以及闪烁器19b 间，根据场所插入或填充用于将入射Y射线后产生的光在X方向和Y方 向按比例分配的光反射材料和光透过材料以及光学粘接剂。
光导16将闪烁器模块15的闪烁器19a、 19b产生的光导入到光电倍 增管17，其被插入到闪烁器模块15和光电倍增管17之间，各自由光学粘 接剂互相光学地结合。
光电倍增管17，为例如内置4面光电变换膜(信道，channel)的管， 将由闪烁器19a、 19b产生的光入射到4面的PMT光电变换膜，进行电子 倍增后，最终变换为电信号(模拟信号)而输出。因此，该光电倍增管17 的输出成为y射线检测器1的输出。另外，上述的光电倍增管17相当于 受光元件。
采用图l、图4 图5 (b)对入射定时算出部4a、 4b进行说明。图4 为表示从放大电路2a或者放大电路2b输出的闪烁器阵列18a、 18b的发 光脉冲的曲线图。图5 (a)、图5 (b)为表示入射到闪烁器阵列18a、 18b 的Y射线的定时的图。另外，在图4、图5 (a)中所示的(A)的曲线表 示入射到发光脉冲的衰减时间短的闪烁器阵列18a的曲线，(B)的曲线 表示入射到发光脉冲的衰减时间长的闪烁器阵列18b的曲线。如图1所示， 从y射线检测器1输出的电信号通过放大电路2a、 2b被输入到入射定时 算出部4a、 4b，基于该电信号算出入射到y射线检测部1的闪烁器阵列 18a、 18b的Y射线的入射定时。具体地来说，入射定时算出部4a、 4b包 括称作ARC (Amplitude and Rise-time Compensation) 20的振幅及上升 时间补偿电路、和定时发生电路21。
基于入射到Y射线检测器1的闪烁器阵列18a、 18b的Y射线，将例如 图4所示的从放大电路2a、 2b输出的发光脉冲的衰减时间不同的模拟信 号输入到ARC20。进而，ARC20对上述模拟信号分别进行用于算出入射 到闪烁器阵列18a、 18b的Y射线的入射定时的波形整形处理。具体地来 说，该波形整形处理能够通过相加运算而获得将从放大电路2a、 2b得到 的信号延迟后的信号、和将从放大电路2a、 2b得到的信号的电压值反转 降低后的信号，被整形为图5 (a)所示的电压波形。在此，电压为0的时 刻(零交叉点)tSF、 tsR表示入射到闪烁器阵列18a、 18b的y射线的入射 定时。进而，定时产生电路21形成为下述结构，g卩，将表示图5 (b)所 示的由ARC20算出的入射定时的信号变换为数字信号，暂时地存储在作 为FPGA7的RAM10的一功能的入射定时存储部22。另外，上述的入射定时算出部4a、 4b相当于入射定时算出机构。
采用图1说明位置运算处理部5。首先，如图1所示，从y射线检测 器1输出的电信号经由放大电路2a、 2b被输入，进而从该放大电路2a、 2b输入的模拟信号由始终进行A/D变换的A/D变换器3a、 3b变换后的数 字信号被暂时存储在作为FPGA7的RAM10的一功能的A/D变换信号存 储部23中。基于存储在该A/D变换信号存储部23中的数字信号，位置运 算处理部5a、 5b进行用于确定从被检测体m放出的Y射线所入射的y射 线检测器1的闪烁器19a、 19b的位置的运算处理。在此，关于y射线检 测器1的闪烁器19a、 19b的X方向和Y方向(相同的闪烁器18a、 18b 内)，根据光对位于y射线检测器1的闪烁器19a、 1%的后级的4输入 PMT的分配的电压值，进行位置运算(安格(<formula>see original document page 13</formula>)方式)。
此外，如图2所示，位置运算处理部5a、 5b具备闪烁器阵列识别部 24，其用于识别由y射线检测器1所检测出的y射线是否为基于对2个中 的任一个的闪烁器阵列18a、 18b入射所检测出的射线。换句话说，通过 识别该闪烁器阵列18a或闪烁器阵列18b，进行表示是y射线检测器1的 闪烁器19a或闪烁器1%的哪一个的有关Z方向的位置运算。
采用图6对闪烁器阵列识别器24进行说明。图6为表示从发光脉冲 的发光开始时到发光结束为止的加法运算值的曲线图。另外，图6所示的 (A)曲线表示入射到发光脉冲的衰减时间短的闪烁器19a (闪烁器阵列 18a)的曲线，(B)曲线表示入射到发光脉冲的衰减时间长的闪烁器19b (闪烁器阵列18b)的曲线。具备加法运算部25，将由A/D变换器3a、 3b变换的数字信号依次相加；识别值算出部26，根据在该加法运算部25 中将由闪烁器19a、 1%发光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时丁2的 中途即中途时刻为止的数字信号进行相加运算后的中途加法运算值 AT1、和将由闪烁器19a、 19b发光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时T2为止的数字信号进行相加运算后的全加法运算值An,算出表示中途加法运算值ATl/全加法运算值AT2(中途加法运算值AT1除以全加法运算值 AT2)的识别值；和判断部28，基于通过2个闪烁器阵列的闪烁器19a、 19b发光的发光脉冲，判断由识别值算出部26算出的识别值相对由识别值 算出部26算出的各闪烁器阵列的识别值间的中间值K为较大值还是较小值。因此，具有下述结构，即根据判断部28的判断结果，能够识别由Y
射线检测器1所检测出的Y射线是否为基于对2个中的任一个的闪烁器阵 列18a、 18b的入射所检测出的Y射线。另外，算出At"At2，在该算出结 果比中间值K更大时，能够识别为衰减时间短的闪烁器19a，相反地，在 小的情况下，能够识别为衰减时间长的闪烁器19b。中间值K为在加法运 算部25的加法运算过程中2模式的波形的相距最远的时间FsXm(FsXm: Fs为A/D变换的采样间隔，m为加法运算次数)之值即ATI上设定的两振 幅值(电压值)的中间值，作为用于进行判断的数据，预先通过试验取得， 作为FPGA7的ROM9的一功能的中间值数据表格27被存储。另外，上述 的闪烁器阵列识别部24相当于闪烁器阵列识别机构。上述的加法运算部 25相当于加法运算机构。上述的识别值计算部26相当于识别值计算机构。 上述的判断部28相当于判断机构，在判断处理时读出存储在中间值数据 表格27中的中间值。
此外，位置运算处理部5a、 5b具备入射定时校正部29，该入射定时 校正部29按照由闪烁器阵列24识别的闪烁器阵列18a、 18b，判断是否对 由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定时进行校正，基于判断的结果， 进行入射定时的校正。具体地来说，在识别为由闪烁器阵列识别部24所 识别的闪烁器阵列的闪烁器为衰减时间长的闪烁器19b时，进行将由入射 定时算出部4a、 4b算出的入射定时tsR处理为tsR—At (入射定时校正值) 的运算处理后，输出到作为FPGA7的RAM10的一功能的校正后入射定时 存储部30。相反地，在识别为由闪烁器阵列识别部24所识别的闪烁器阵 列的闪烁器为衰减时间短的闪烁器19a时，对入射定时tsp不进行任何校 正，将输入到闪烁器阵列识别部24的入射定时tsF直接输出到校正后入射 定时存储部30。此外，校正后入射定时存储部30构成为，在入射定时tsF 和入射定时t^之间的关系中，由闪烁器阵列18a和闪烁器阵列18b中衰 减时间不同所引起的检测时间的差校正后的、入射定时tsp和入射定时tSR 被暂时存储。另外，上述的入射定时校正部29相当于入射定时校正机构。
另外，该Δt (入射定时校正值)作为用于进行校正的数据而预先通过 实验取得，并将在闪烁器阵列18a和闪烁器阵列18b中不同的上升时间的 时间差作为入射定时校正值，存储在FPGA7的R0M9的一功能即校正数据表格31中。另外，入射定时校正部29在校正处理时读出校正数据表格31中存储的入射定时校正值。
同时计数处理部6具有下述结构，即每隔一定时间(例如128ns)读 取校正后入射定时存储部30中存储的入射定时tsF、 tSR，对来自两个γ射 线检测器l的入射定时tsF、 tSR、此时的4种组合进行同时计数，如果由该 4种组合所算出的时间差为规定的时间范围即定时窗Tw (例如6ns)内， 则为有效的同时计数总计，否则为无效。
此外，关于定时窗Tw，在对入射到闪烁器阵列为1层(个)的各γ射线检测器1的Y射线进行同时计数处理的情况下，采用图7进行说明。 图7为用于说明定时窗Tw的曲线图。在纵轴A为事件(被同时计数处理的γ射线检测)次数，横轴T为被同时计数处理的Y射线检测的时间差之 际，得到图7所示的定时谱线(spectrum)，该定时谱线在横轴T为0 (没
有Y射线的检测的时间差)时的事件次数较多，并且时间差越长而事件次 数越减少，也就是接近高斯分布的曲线图，即横轴T为O时纵轴A的事件 次数成为峰值。在此，将图7中所示的定时谱线中的纵轴A的中间值A/2 作为半值幅度，将该半值幅度2倍后的时间范围为时间窗Tw。
在此，具体地来说，采用图8、图9对同时计数处理部6的同时计数 处理进行说明。图8为表示在闪烁器阵列的衰减时间不同所引起的检测时 间之差未校正时的定时谱线的曲线图。图9为表示闪烁器阵列的衰减时间 不同所引起的检测时间之差校正后的定时谱线的曲线图。
首先，如图8所示，在现有的同时计数处理中，不对由闪烁器阵列18a 和闪烁器阵列18b中衰减时间不同所引起的检测时间之差进行校正，因此 由同时计数处理部6所进行的4种同时计数，例如在两个γ射线检测器1 的一个y射线检测器1设为MD1 、另一个γ射线检测器1设为MD2时， 有MDUsf和MD2tSF、 MDltsF和MD2tSR、 MDlt犯和MD2tSF、 MDltsR和 MD2tsR这四种组合，该4种组合中MDltsF和MD2tsp、 MDltw和MD2tSR 由于闪烁器阵列的衰减时间相同，因此不会产生时间差而在同时计数中没 有问题，但MDltsR和MD2tSF、 MDUsr和MD2t犯中，由闪烁器阵列18a 和闪烁器阵列18b中衰减时间不同所引起的时间差产生，就使未进行有效 的同时计数总计的情况产生，从而灵敏度降低。
与此相对，在本实施例的情况下，闪烁器阵列18a和闪烁器阵列18b 中衰减时间不同所引起的检测时间之差由入射定时校正部29进行校正， 因此如图9所示，由同时计数处理部6进行的4种同时计数，进入定时窗 Tw内，有效的同时计数总计的数目减少不会产生，且灵敏度不降低。另 外，该定时窗Tw被存储在作为FPGA7的ROM9的一功能即定时窗存储 部32种。另外，上述的同时计数处理部6相当于同时计数机构。上述的 定时窗存储部32相当于定时窗存储机构。
接下来，采用图l、图3、图IO对从被检测体M放出的Y射线被入射 到Y射线检测器1中，由同时计数处理部6对Y射线进行同时计数处理为 止的动作依次进行说明。图10为从入射定时发生到入射定时校正处理为 止的流程图。
首先，如图l所示，将从被检测体的关注部位沿互相大致为180°方向 放出的2条y射线入射到对置的Y射线检测器l的闪烁器模块15。如图3 所示，Y射线，由构成闪烁器模块15的发光脉冲的衰减时间短的闪烁器阵 列18a的闪烁器19a和发光脉冲的衰减时间长的闪烁器阵列18b的闪烁器 19b分别产生光，上述光被导入到光导16后，基于所入射的位置(闪烁器 19a、 19b的X方向和Y方向)，被分配并到达光电倍增管(PMT) 17的 4面的PMT光电变换膜。进而，光电倍增管17中，将光变换为电信号(模 拟信号)后输出到放大电路2a、 2b。放大电路2a、 2b中，使模拟信号电 压放大后，输出到入射定时算出部4a、 4b以及A/D变换器3a、 3b。进而， 输入到A/D变换器3a、 3b的模拟信号被A/D变换为数字信号，暂时地存 储在A/D变换信号存储部23中。
在此，采用图IO，对从被检测体M放出的Y射线被入射到Y射线检 测器1而由同时计数处理部6对Y射线进行同时计数处理为止的动作中的、 由输入了来自放大电路2a、 2b的模拟信号的入射定时算出部4a、 4b算出
入射定时tsF、 tsR而将该入射定时tsF、 tsR由入射定时校正部29处理为止
的流程进行说明。图IO为表示从光电倍增管17输出的电信号被放大电路 2a、 2b输出后的信号处理的流程图。
(步骤S1)入射定时算出部4a、 4b的ARC20，基于从放大电路2a、 2b所输入的模拟信号，算出入射定时tsF、 tSR，进而由定时发生电路21将上述入射定时tsF、 tsK变换为数字信号并输出到入射定时存储部22。在此， 在入射定时tsF、 t双被存储在入射定时存储部22 (产生入射定时tsF、 tSR)
的情况下，进入步骤S2，不进行以下的动作(反复步骤S1的动作)直到
发生入射定时tsF、 t汰为止。
(步骤S2)位置运算处理部5a、 5b的闪烁器阵列识别部24基于产生 了入射定时tsF、 t^这种情况，读出被暂时存储在A/D变换信号存储部23 中的A/D变换后的数字信号后，进入步骤S3。
(步骤S3)位置运算处理部5a、 5b的闪烁器阵列识别部24，通过将 A/D变换后的数字信号依次相加而进行积分。取得中途的T,(FsXm: Fs 为A/D变换的采样间隔，m为相加次数)为止的中途加法运算值An和发 光结束时刻T2 (FsXn: n为总加法运算次数)为止的全加法运算值AT2 后，进入步骤S4。
(步骤S4)进而，位置运算处理部5a、 5b的闪烁器阵列识别部24 根据途中加法运算值AT1和全加法运算值AT2，算出表示中加法运算值AT1/ 全加法运算值AT2的识别值，基于由两个闪烁器阵列18a、 18b的各闪烁器 19a、 19b发光的发光脉冲，判断识别值相对存储在中间值数据表格27中 的中间值K为较大值还是较小值。进而，将表示上述所判断出的结果的信 号输出到位置运算处理部5a、 5b的入射定时校正部29。在此，在识别值 比中间值K小时进入步骤S5，相反地，在识别值比中间值K大时进入步 骤S6。
(步骤S5)在由闪烁器阵列识别部24识别的闪烁器阵列的识别值比 中间值K小时，即发光脉冲的衰减时间长时，位置运算处理部5a、 5b的 入射定时校正部29判断为执行将由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定 时W处理为W—At (入射定时校正值)的校正。因此，入射定时校正部 29读出存储在入射定时存储部22的入射定时tSR，对该入射定时t^进行 tSR_At的校正运算处理，将表示该tSR—At的信号输出到校正后入射定 时存储部30后，由校正后入射定时存储部30存储。
(步骤S6)此外，在由闪烁器阵列识别部24识别的闪烁器阵列的识 别值比中间值K大时，即发光脉冲的衰减时间短时，位置运算处理部5a、 5b的入射定时校正部29判断为不执行对由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定时tSR的校正。因此，读出入射定时存储部22中存储的入射定时tSR，对该入射定时tsR不进行校正处理，直接将表示入射定时tSR的信号输出到校正后入射定时存储部30后，由校正后入射定时存储部30存储。
接下来，采用图7，对从被检测体M放出的Y射线被入射到Y射线检 测器1而由同时计数处理部6对Y射线进行同时计数处理为止的动作中的、 由入射定时校正部29对该入射定时tSF、 tsR处理起到同时计数处理为止的 流程进行说明。同时计数处理部6每隔128ns就读取校正后的入射定时存储部中存储的入射定时tsF、tsK，对来自两个y射线检测器1的入射定时tsF、tSR、此时的四种组合同时计数，如果通过该4种的组合算出的时间差在定 时窗Tw(例如6ns)内，则为有效的同时计数总计，否则为无效。
通过上述的核医学诊断装置，通过入射定时校正部29，按照由闪烁器 阵列识别部24所识别的闪烁器阵列，判断是否对由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定时进行校正，基于判断的结果进行入射定时的校正，因此 采用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器阵列18a和闪烁器阵列18b进行同 时计数的情况下，该发光脉冲的衰减时间的不同所产生的闪烁器阵列18a 和闪烁器阵列18b中的检测的时间差也能够通过校正来消除。因此，即使在Y射线检测器1中采用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器，也能为高灵 敏度且不产生重新构成图像的劣化，从而得到正确的断层图像。
此外，基于由闪烁器阵列识别部24的加法运算部25依次进行加法运 算，而能够判断识别值算出部26所算出的识别值为较大值还是较小值。 也即闪烁器阵列识别部24能够识别由闪烁器发光的发光脉冲为哪一个闪 烁器阵列。此外，由于能够将由现有的积分器进行的积分动作置换为由加 法运算机构依次进行加法运算的加法运算动作，因此能够实现部件个数的 削减和成本降低。
本发明并不限于上述实施方式，能够如下那样进行变形实施。
(1) 在上述的实施例中，以PET装置为例进行了说明，但本发明如果为对从投入放射性药剂的被检测体产生的放射线进行同时计数而进行 核医学诊断的核医学装置，则不限于PET装置而能适用。
(2) 在上述实施例中，如具备PET装置和X线CT装置的PET—CT 那样，也能够适用于核医学诊断装置和X线CT装置组合后的装置中。
(3) 定时窗存储部32也可存储与多个闪烁器阵列的各种组合对应的
闪烁器窗Tw。因此，通过采用因为多个闪烁器阵列的各种组合而不同的 定时窗Tw，能够进行高精度的同时计数，减少偶发同时计数和散乱同时
计数等的影响，能够得到噪声少的高像质图像。
(4) 定时窗存储部32也可存储与多个闪烁器各自的组合对应的闪烁 器窗Tw。因此，通过釆用因为多个闪烁器的各种组合而不同的定时窗Tw， 能够进行高精度的同时计数，减少偶发同时计数和散乱同时计数等的影 响，能够得到噪声少的高像质图像。
(5) 在上述的实施例中，位置运算处理部5a、 5b的入射定时校正部 29执行将由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定时tSR处理为tSR—At(入 射定时校正值)的运算处理，并且不对入射定时tsF进行校正处理而将入 射定时tSR—At和入射定时tsF存储在补正后入射定时存储部30，但位置 运算处理部5a、5b的入射定时补正部29也可执行将由入射定时算出部4a、 4b算出的入射定时tsF处理为tSF+At的运算处理，并且不对入射定时tSR进行校正处理而将入射定时tsF+At和入射定时tsR存储在补正后入射定时存储部30中。
(6) 在上述的实施例中，将在闪烁器阵列18a、 18b中不同的上升时 间的时间差作为入射定时校正值，存储在校正数据表格31中，但也可将 在闪烁器19间不同的上升时间的时间差作为入射定时校正值，而存储在 校正数据表格31中。因此，能够对在闪烁器19间不同的上升时间的时间 差进行校正，进而能够提高检测灵敏度。
(7) 在上述实施例中，将在闪烁器阵列18a、 18b中不同的上升时间 的时间差预先作为入射定时校正值，存储在校正数据表格31中，但也可 根据由识别值算出机构算出的识别值，通过例如以识别值为变量的简单的 一次函数来实时地算出入射定时校正值。
(8) 在上述的实施例中，闪烁器模块15由作为在Y射线入射侧(前 级)发光脉冲的衰减时间短的闪烁器19a采用的LUxY2-xSi05 (LYSO)的 闪烁器阵列18a和作为在光导16侧(后级)发光脉冲衰减时间长的闪烁 器19b采用的Ce浓度0.5mol的Gd2Si05 (GSO)的闪烁器阵列18b构成， 但构成闪烁器模块15的闪烁器阵列18a的闪烁器19a和闪烁器阵列18b
的闪烁器19b也可选择Ce浓度0.5mol的Gd2Si05(GSO) 、 Ce浓度1.5mol 的Gd2Si05 (GSO) 、 Lu2Si05 (LSO) 、 LuxGd2-xSi05 (LGSO) 、 LuxY2 _xSi05 (LYSO) 、 Bi4Ge3012 (BGO) 、 Nal、 BaF2、 CsF，而进行各种组 合使用。
(9) 在上述的实施例中，闪烁器模块15以闪烁器阵列18a和闪烁器 阵列18b这两层(个)组合后的结构进行了说明，但也可为2层(个)以 外的多层(个)。此外，以在各闪烁器中所安装的闪烁器19a、 19b的数 目为8X8进行了说明，但也可具备除此之外的多个。
(10) 在上述的实施例中，以受光元件为光电倍增管17进行了说明， 但也可采用除此之外的受光元件，例如光电二极管或雪崩光电二极管。
权利要求
1、一种核医学诊断装置，具备闪烁器模块，二维密接配置有多个闪烁器，将在γ射线入射深度方向发光脉冲的衰减时间不同的多个闪烁器阵列以光学方式结合；受光元件，将由上述闪烁器模块发光的发光脉冲变换为电信号；入射定时算出机构，针对从上述受光元件输出的电信号，算出入射到上述闪烁器阵列的定时；闪烁器阵列识别机构，根据从上述受光元件输出的电信号识别是否入射到多个闪烁器阵列的任一个中；和入射定时校正机构，按照由上述闪烁器阵列识别机构所识别的闪烁器阵列，判断是否对由上述入射定时算出机构所算出的入射定时进行校正，基于判断的结果，进行入射定时的校正。
2、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于，具备A/D变换器，将从上述受光元件输出的电信号即模拟信号变换 为数字信号，上述闪烁器阵列识别机构，包括加法运算机构，对由上述A/D变换器所变换的数字信号依次进行相加 运算；识别值算出机构，根据在上述加法运算机构中对由上述闪烁器模块发 光的发光脉冲的发光开始时到发光结束时的中途的中途时刻为止的数字 信号进行相加运算后的中途加法运算值、以及对由上述闪烁器模块发光的 发光脉冲的发光开始时到发光结束时为止的数字信号进行加法运算后的 全加法运算值，算出表示中途加法运算值除以全加法运算值之后的值的识 别值；和判断机构，判断由上述识别值算出机构所算出的识别值相对上述识别 值算出机构所算出的各闪烁器阵列的识别值间的中间值为较大值还是较 小值。
3、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于， 具备同时计数机构，采用由上述入射定时校正机构校正后的入射定时以及 判断为不由上述入射定时校正机构进行入射定时校正的入射定时，进行同 时计数；和定时窗存储机构，将判定上述同时计数机构所进行的同时计数为同时 的表示规定范围的定时窗，作为与上述多个闪烁器阵列各自的组合对应的 定时窗存储起来。
4、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于，具备同时计数机构，采用由上述入射定时校正机构校正后的入射定时以及 判断为不由上述入射定时校正机构进行入射定时校正的入射定时，进行同时计数；和定时窗存储机构，将判定上述同时计数机构所进行的同时计数为同时 的表示规定范围的定时窗，作为与上述多个闪烁器各自的组合对应的定时 窗存储起来。
5、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于，具备将上述闪烁器模块和上述受光元件以光学方式结合的光导。
6、 根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于， 多个闪烁器阵列，由Ce浓度0.5mol的Gd2Si05(GSO)、Ce浓度1.5mol的Gd2Si05 (GSO)、 Lu2Si05 (LSO)、 LuxGd2—xSi05 (LGSO)、 LuxY2—xSi05 (LYSO)、 Bi4Ge3012 (BGO)、 Nal、 BaF2、 CsF的任一个闪烁器构成。
7、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于， 上述受光元件为光电倍增管。
8、 根据权利要求l所述的核医学诊断装置，其特征在于， 上述受光元件为光电二极管。
9、 根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于， 上述受光元件为雪崩光电二极管。
全文摘要
本发明的核医学诊断装置，具备多个闪烁器阵列，配置有多个闪烁器，在γ射线入射深度方向发光脉冲的衰减时间不同；入射定时算出机构，算出入射到闪烁器阵列的定时；闪烁器阵列识别机构，识别是否入射到多个闪烁器阵列中的任一个阵列；位置运算处理部的入射定时校正部，按照由闪烁器阵列识别部所识别的闪烁器阵列，判断是否对由入射定时算出部所算出的入射定时进行校正，因此即使在γ射线检测器中使用发光脉冲的衰减时间不同的闪烁器，也能基于该入射定时校正部的判断的结果，进行入射定时的校正来提高检测灵敏度，能够不产生重新构成图像的劣化，从而得到正确的断层图像。
文档编号G01T1/161GK101208616SQ200580050228
公开日2008年6月25日 申请日期2005年10月4日 优先权日2005年10月4日
发明者大井淳一 申请人:株式会社岛津制作所